稀土纳米材料在脑肿瘤成像和治疗中的研究进展

尹 娜 王樱蕙* 张洪杰，2*

（1中国科学院长春应用化学研究所， 稀土资源利用国家重点实验室， 长春 130022）

（2清华大学化学学院， 北京 100084）

脑肿瘤的发病率和死亡率约占所有肿瘤的1.6%和2.5%［1］，脑肿瘤患者的中位生存期仅为20 个月左右。其中，胶质瘤（Glioblastoma， GBM）是最常见的侵袭性脑肿瘤，具有复发率高、预后差等特点［2］，占所有脑肿瘤的30%［3-4］。与外周肿瘤相比，脑肿瘤的治疗面临诸多挑战，一方面，生理屏障（如血脑屏障（BBB）、血脑肿瘤屏障（BBTB））和过度表达的外排泵阻止药物进入中枢神经系统（CNS）并到达肿瘤部位［5-7］。另一方面，脑肿瘤的固有特性［8］，如肿瘤微环境（TME）和肿瘤干细胞（CSC）引起的浸润［9］、侵袭、高异质性、耐药性和免疫逃逸［10］，进一步限制了治疗效果，导致高失败率和复发率［11-12］。此外，大脑是脆弱的，轻微的疾病和创伤可能导致严重的功能障碍。因此，开发为脑肿瘤量身定制的高效、安全、快速的视觉诊断和治疗技术是至关重要的。特别是，成像和治疗一体化技术可以极大地优化脑肿瘤的治疗过程，减少对脑组织的损伤［13］。目前的脑肿瘤成像技术主要包括磁共振成像（MRI）、荧光成像和计算机断层扫描（CT），但它们在生物安全性、灵敏度、穿透深度和分辨率等方面均受到限制。此外，脑肿瘤治疗通常需要开颅手术，但目前缺乏高分辨率的实时导航手段。因此，设计新的成像和治疗药物，以高效、温和的方式治疗脑部肿瘤非常重要。

在成像和治疗剂中，稀土纳米材料（Rare earth-based nanoparticles， RENPs）因其独特的电学、光学和磁学特性，在脑肿瘤成像和治疗中显示出巨大的优势和应用前景［14-17］。掺杂了Gd3+、Ho3+和Dy3+离子的材料具有高磁矩、高X射线吸收系数和相对较长的电子弛豫时间［18-20］，可实现高空间分辨率的T1加权、T2加权MRI和CT 脑肿瘤成像。此外，通过近红外光（NIR）激发，可以将RENPs 的发射光谱从紫外（UV）区调制到近红外区，可用于下转换（Downconversion， DC）和上转换荧光（Upconversion luminescence， UCL）成像［21］。关键是，近红外光可以防止对正常组织的损伤，避免生物组织的背景荧光，从而实现颅骨下的脑肿瘤成像。不同性质的Ln3+离子可以一同掺杂到单一纳米粒子中，从而实现多模态成像，为脑肿瘤的高质量成像提供了强有力的工具［22］。此外，RENPs还可用于脑肿瘤的成像引导协同治疗。基于RENPs的各种治疗策略，如放射治疗、光动力疗法（Photodynamic therapy， PDT）和光热疗法（Photothermal therapy，PTT）等已得到广泛研究和报道［23-24］。重要的是，RENPs易功能化特点可进一步提高其稳定性、生物相容性、靶向能力和穿越BBB的能力。因此，RENPs为脑肿瘤的成像、治疗带来新机遇。

本文主要总结了近年来RENPs 诊断及治疗材料的制备和应用研究。重点介绍了RENPs 在脑肿瘤成像和治疗方面的应用并详细讨论了RENPs的功能特性和结构设计，还介绍了RENPs在脑肿瘤临床应用中的前景和潜在挑战。

1 稀土纳米材料的特性

稀土元素通常是指周期表中从镧（La）到镥（Lu）的15 种镧系元素以及钪（Sc）和钇（Y），镧系元素具有相似的电子构型，根据能量最低原理，原子的电子组态为［Xe］4f n5dm6s2（n=0～14；m=0 或1）。非镧系的钪（Sc）和钇（Y）元素，虽然没有4f电子，但其最外层电子组态为（n-1）d1ns2，并且由于镧系收缩，使得镝（Dy）和钬（Ho）的三价的离子半径与Y 相近，因而Sc 和Y 与镧系元素有相似的化学性质。在RENPs中，稀土元素通常处于最稳定的氧化态Ln3+，基态电子组态为［Xe］4f0～14。除了光学惰性的La3+（［Xe］4f0）和Lu3+（［Xe］4f14）外，其它Ln3+的4f电子均未占满4f轨道［25］。未充满的4f轨道受到外层5s25p6电子的屏蔽作用，这使得4f电子能级跃迁产生的线性发射峰较为尖锐并且4f-4f跃迁受晶体场和周围环境的影响较小。

1.1 稀土离子的光学特性

稀土元素的4f电子在不同能级之间的跃迁（f-f跃迁和f-d跃迁）发射出接近30000 条可观测到的谱线，其荧光发射范围覆盖紫外光-可见光（UV-Vis）到近红外光区域［26］，图1列举了常用Ln3+的简化能级图以及典型的吸收和发射波长。此外，稀土离子电子能级具有许多亚稳态，但这种自发跃迁是禁阻跃迁，所以它们跃迁的几率很小，因此激发态的寿命就很长。综上所述，稀土发光材料具有一系列独特特性，如荧光寿命长、抗光漂白、斯托克斯/反斯托克斯位移大、发射光谱带窄及光化学稳定性高。其中，长荧光寿命使时间分辨技术成为可能，将RENPs 用于时间分辨成像可以减少背景发光的影响，大幅提高信噪比（Signal-to-noise ratio， SNR）。抗光漂白性使体外和体内发光长期稳定，从而获得可靠、准确的结果。大斯托克斯位移消除了吸收光谱和发射光谱之间的重叠，避免了能量转移导致的荧光效率降低，窄带发光使得色彩纯度高。

1.2 稀土离子的磁学特性

磁性是物质在非均匀磁场中受到静磁力作用的一种客观物理现象。稀土的磁性取决于4f轨道的性质，这些轨道与环境的相互作用很弱，电子的磁性是由自旋和轨道成分决定的。稀土元素具有多个不成对电子［27］，如钆离子（Gd3+）具有7 个不成对电子。Gd3+是拥有最多未配对电子的金属离子，它的自旋磁矩大，弛豫率高，是最佳的顺磁性物质［28］。顺磁性物质的分子具有1 至数个不成对电子，单独进入相同能级的几个轨道再进行恒定的平行自旋，对邻近的质子产生很强的波动性磁场。当顺磁性物质进入人体组织靠近共振的氢质子时能有效地改变氢质子所处的磁场环境，从而造成T1和（或）T2时间明显缩短，这就是磁共振造影剂的作用原理。目前，钆螯合物被大量用作临床的细胞外间隙磁共振造影剂，但是在钆占据主导地位的同时，近期人们对利用其它镧系离子（如Eu（Ⅱ）、Dy（Ⅲ））作为顺磁造影剂的兴趣日益浓厚。

1.3 稀土元素高X射线衰减系数

镧系元素从La（Z=57）到Lu（Z=71）的高原子序数元素表现出很强的X 射线吸收和散射能力，当肿瘤区域累积足够的X射线能量时，这些异常组织比正常组织更容易受到辐射损伤，此性质使稀土元素可作为潜在的X 射线放射增敏剂用于放射治疗［29-30］。除了稀土元素的放射治疗增敏作用外，稀土纳米粒子通常还可应用于CT成像，这是因为稀土元素具有较高的K边值和良好的X射线衰减特性。在过去的20 年里，CT 成像是医学领域应用最广泛的成像技术之一，这是因为它具有成本效益高、图像操作简便、分辨率高和穿透组织深等优点。使用CT 造影剂可以进一步提高相关区域的成像清晰度。其中，以Ln系为基础的纳米粒子被认为是在临床上很有前景的CT造影剂。

2 稀土纳米材料脑肿瘤的生物成像

生物成像技术在癌症诊断、术中指导和术后评估领域越来越重要。它利用光、超声波、X 射线和电磁场与生物组织或器官的相互作用，将反馈信息传送到探测器，再输入计算机，从而获得生物组织、器官和肿瘤的形态和结构信息。目前，MRI、CT、正电子发射断层扫描（PET）和单光子发射计算机断层扫描（SPECT）等新型成像技术已经应用于临床，这些成像手段与各种成像造影剂相配合，已经广泛用于脑肿瘤的诊断和治疗监测。但断层扫描存在分辨率低、电离辐射的缺点，以及CT、MRI、PET和SPECT成像耗时长，限制了它们在脑肿瘤治疗过程中的实时可视化应用。与其他成像模式相比，荧光成像因其成本低、反馈快、灵敏度高和无辐射等特点而受到越来越多的关注。

2.1 脑肿瘤的磁共振成像

MRI是一种被公认的安全有效的非侵入性诊断工具，用于获得高空间分辨率的脑部成像，从而有利于脑肿瘤颅内占位性病变的可视化和立体定向手术。造影剂（CA）的使用有助于增强脑部肿瘤与正常组织之间的对比效果。然而，临床认可的低相对分子量钆（Gd）螯合物造影剂（如Gd-DTPA 和Gd-DOTA）在检测脑部肿瘤方面受到诸多限制，因为它们会被肾脏快速代谢清除，导致在肿瘤部位的浓度不足，从而显示出相对较低的对比效果。除了体内循环寿命短外，非靶点特异性和较差的BBB 通透性仍然是Gd基造影剂临床应用的挑战［31］。

为了克服上述难题，Park 等［32］通过在O2气流下回流三丙二醇中的Gd（Ⅲ）离子前体，合成了直径约为1 nm 的超小Gd2O3纳米粒子，它在水分散液中的T1弛豫率为9.9 L/（mmol·s），远高于市面商用的钆（Ⅲ）螯合物。由于脑肿瘤区域的BBB 遭到部分破坏，使得超小Gd2O3纳米粒子可以相对容易地穿过BBB。Faucher 等［33］高效制备了聚乙二醇（PEG）包被的超小Gd2O3纳米粒子（平均直径=1.3 nm），它的r1值高达14.2 L/（mmol·s），用它标记完细胞后一起植入大脑，实现了标记细胞的可视化。超小型Gd基纳米粒子的高比表面使Gd3+可有效改变水质子的纵向弛豫，从而显著提高了成像对比度。

通过无机纳米粒子造影剂的表面修饰增强材料BBB 的通透性已证明会改善脑MRI 的效果。Gu等［34］开发了一种PEG 包覆、氯毒素共轭的Gd2O3纳米颗粒（CTX-PEG-Gd2O3NPs）。PEG 涂层可改善生物相容性，氯毒素共轭使该材料成为胶质瘤特异性MRI造影剂。同时提高材料BBB 渗透性和肿瘤靶向能力具有显著的效果［35］。Shen等［36］将乳铁蛋白（LF）和RGD二聚体（RGD2）共价接枝到Fe3O4/Gd2O3杂化纳米粒子上，实现BBB 穿透和肿瘤靶向。在原位脑肿瘤模型中，纳米粒子得益于LF 介导的转胞吞作用轻松穿过BBB。当此杂化纳米粒子与肿瘤细胞膜上过表达的整合素αvβ3（RGD2 受体）结合后，杂化纳米粒子被脑肿瘤细胞进一步内化。该材料具有高达56.57 L/（mmol·s）的r1值，是一种用于原位胶质母细胞瘤的高对比度的T1造影剂（图2a）。

除了钆基纳米粒子外，通过掺杂钆离子也能赋予纳米材料作为MRI造影剂的能力。Shao 等［37］报道了一种掺杂Gd 的MnCO3纳米粒子，其纵向弛豫度为6.81 L/（mmol·s），其具有良好的水分散性，是理想的MRI造影剂。Li等［38］制备了一种新型白细胞介素13氨基包被的钆金属富勒烯纳米颗粒，其笼状表面带有带正电荷的氨基可与白细胞介素-13多肽结合，实现对原位脑胶质瘤的靶向作用。该纳米粒子的r1弛豫值高达101 L/（mmol·s）（1.4 T），确保了它在低浓度下对原位胶质瘤的强大MRI 造影能力。Zhang等［39］制备了超小T1-MR 型纳米探针（NaGdF4-TAT），其具有高纵向弛豫率（8.93 L/（mmol·s）），特别适用于T1加权磁共振成像。通过HIV-1 转录激活因子（TAT）多肽介导，近95%的过继性T 淋巴细胞被超小NaGdF4-TAT 纳米探针标记，在标记效果方面明显优于对照组NaGdF4-FITC。在原位GL261 胶质瘤模型中，静脉注射1×107个标记T 细胞，24 h 后通过T1加权磁共振成像灵敏地追踪标记的过继性T 细胞集群（图2b）。这为未来胶质瘤患者的图像引导个性化免疫疗法治疗奠定基础。

2.2 脑肿瘤的荧光成像

荧光成像具有采集时间快、仪器操作简单、灵敏度高、时空分辨率高和反馈速度快等特点，在脑肿瘤的早期诊断中发挥着重要作用［40］。在过去的50 年中，传统可见光区（400～700 nm）和近红外一区（NIR-Ⅰ，700～1000 nm）的荧光成像研究得到蓬勃发展。然而，由于这2个光谱区域的组织吸收和散射较强，荧光成像在颅内脑肿瘤高分辨率成像的应用方面一直受到穿透深度的限制。最近的研究结果表明，与可见光和近红外一区相比，基于NIR-Ⅱ的荧光成像具有更高的空间分辨率、更少的热损伤、更深的穿透深度和更低的组织自发荧光［41-42］。它可以在低于10 μm 的分辨率下达到毫米级的深度并获得高保真度图像，无需开颅即可实时可视化大脑［43］。目前，已广泛开发出应用于肿瘤检测、血管成像和脑损伤监测的小分子、等离子体纳米颗粒、半导体量子点和有机半导体聚合物等具有发展前景的NIR-Ⅱ荧光探针。但将这些荧光探针应用于原位脑肿瘤的成像诊断仍受到了几大挑战的限制，包括缺乏可调的发射波长和高荧光量子产率的高性能荧光探针，以及探针生物相容性和生物安全性等问题。作为下一代体内荧光成像的有前途的纳米探针，RENPs具有窄发射带宽、长荧光寿命、优异的光稳定性、高生物相容性和易于表面改性等优点［44］。特别是，它们丰富的能级跃迁允许通过改变掺杂的离子种类来调节NIR-Ⅱ发射。

掺杂Er3+的RENPs 在1500 nm 左右有特征发射峰，是目前最常见的NIR-Ⅱ荧光探针［42］。Zhu 等［45］制备了Er 基RENPs 并通过优化核壳结构和外壳厚度来增强其NIR-Ⅱb（Near-infrared-Ⅱb window， 1500～1700 nm）荧光，从而在980 nm 激光以最低功率密度（40 mW/cm2）激发下进行体内成像。用M2pep 多肽功能化此RENPs后，通过体外和体内实验验证了其对M2型巨噬细胞显著的靶向能力，并且可作为辅助诊断工具，动态评估胶质瘤的进展和预后（图3a）。Wang 等［46］构建了脑肿瘤细胞膜包被的Er3+掺杂纳米颗粒（CC-LnNPs）用于脑肿瘤NIR-Ⅱb 荧光成像和手术导航。脑肿瘤细胞膜的包被赋予了CC-LnNPs 免疫逃逸、穿越BBB 和同型靶向的能力（图3b）。CC-LnNPs 可清晰显示脑肿瘤边界，在NIR-Ⅱb 荧光的引导下实现了小尺寸的胶质瘤组织切除（大小＜3 mm，深度＞3 mm）。虽然RENPs 是理想的脑部肿瘤成像造影剂，但Ln3+离子的吸收截面极小，严重影响了其生物成像质量。为了解决这个问题，可通过具有大吸收截面的有机染料和具有高消光系数的量子点（来增强光子吸收，提高RENPs 的发光效率［47-49］。Ren 等［50］设计了Er3+-Ce3+-A3+（A=Yb，Ho，Tm）能量级联的体系并制备了一系列下转换纳米颗粒。然后，利用一种新型的染料刷聚合物（Dye-BP）捕获808 nm 激发光子将光子转移到Er3+离子的4I9/2态，使得Er-DCNPs-Dye-BP 的NIR-Ⅱ发射增强了675 倍。根据该探针的荧光轮廓测量的胶质瘤宽度大小与T2加权磁共振成像的大小非常接近，证明了其用于荧光成像的临床潜力。

图3 （a） NIR-Ⅱb 的EDBM-8.4 纳米探针用于体外和体内原位GBM 的M2 型TAMs 靶向成像的示意图以及静脉注射EDB-8.4 纳米探针和 EDBM-8.4 纳米探针后，在有/无FUS 下的小鼠原位GBM 的T2加权MR 和NIR-Ⅱ荧光成像［45］； （b）脑肿瘤细胞膜包被 RENPs 的制备过程示意图和其在脑肿瘤成像和手术导航中的应用，以及小鼠体内荧光成像和手术的结果［46］Fig. 3 （a） Schematic illustration of NIR-Ⅱb EDBM-8.4 nanoprobes for targeted imaging of M2-type TAMs both in vitro and in orthotopic GBM. And T2-weighted MRI and NIR-Ⅱ fluorescence imaging of orthotopic GBM-bearing mice post intravenous injection of EDB-8.4 NPs and EDBM-8.4 NPs， with or without FUS［45］； （b） Schematic illustration of the preparation processes of brain tumor cell membrane-coated RENPs and its application in brain tumor imaging and surgical navigation. and the results in vivo fluorescence imaging and surgery of mice［46］

虽然基于Er3+的RENPs 具有优异的NIR-Ⅱ荧光成像性能，但典型的Yb3+敏化纳米晶体需要980 nm的激光来激发。然而，生物组织中的水分子对980 nm 光有较强的吸收，是800 nm 处光的24 倍，这会降低激发效率，并对正常细胞和组织造成热损伤［51］。相比之下，Nd3+对800 nm 左右光具有高吸收系数，可以被808 nm 激光器激发，而水对808 nm 吸收很弱。由于Nd3+基RENPs 在1064 nm（4F3/2→4I11/2）和1340 nm（4F3/2→4I13/2）展现出的NIR-Ⅱ发射被广泛研究用于NIR-Ⅱ荧光成像。Liu等［52］报道了一种用近红外染料IR-808 和生物相容性聚合物修饰的Nd 基核壳结构的RENPs（NaNdF4@NaLuF4/IR-808@DSPEPEG5000）。NaLuF4惰性壳层的引入可以减少表面缺陷和增强荧光发射。由于Nd基纳米粒子的吸收光谱和IR-808 的发射光谱存在明显的重叠，将IR-808 吸附到纳米颗粒后，激发态能量有效地从染料转移到Nd3+。实验结果显示，NaNdF4@NaLuF4/IR-808 地NIR-Ⅱ荧光强度比NaNdF4纳米粒子的裸核高10 倍。最终制备的RENPs 在聚集超声技术的辅助下穿过BBB，在1340 nm 发射波长下成功检测出原位胶质母细胞瘤（图4a）。Lv等［53］设计并构建了一种新型的核壳结构YVO4∶Nd@MnO2纳米粒子，用于原位胶质瘤的NIR-Ⅱ荧光/MRI双模态成像。YVO4∶Nd纳米颗粒具有优异的NIR-Ⅱ荧光性质，可作为血管和胶质母细胞瘤成像的理想NIR-Ⅱ荧光探针。MnO2外壳在TME 中释放游离的Mn2+，以进行T1-MRI，纵向弛豫率为9.97 L/（mmol·s）。纳米颗粒表面修饰的乳铁蛋白（LF）可以特异性结合胶质瘤细胞过表达的乳铁蛋白受体，这可以帮助纳米颗粒穿过BBB。该YVO4∶Nd@MnO2纳米颗粒通过双模态成像获得了更准确的大脑成像信息（图4b）。

图4 （a） NaNdF4@NaLuF4/IR-808@DSPE-PEG5000 RENPs 的设计示意图及其在超声介导的BBB 开放条件下对正位胶质母细胞瘤的近红外-Ⅱ荧光成像和超声条件下对正位胶质母细胞瘤在1340 nm 发射波长下的活体荧光成像中的应用［52］； （b） YHM 的构建、多模态生物成像和治疗作用机制的示意图及其在血管和原位胶质瘤中的NIR-Ⅱ荧光成像效果［53］Fig. 4 （a） Schematic illustration of the design of the NaNdF4@NaLuF4/IR-808@DSPE-PEG5000 RENPs and their applications in NIR-Ⅱ fluorescence imaging of orthotopic glioblastoma under ultrasound-mediated BBB opening and in vivo fluorescence imaging of orthotopic glioblastomas at 1340 nm emission under ultrasound［52］； （b） Schematic diagram of the construction of YHM and main mechanism of multimodal bioimaging and therapy， and its NIR-Ⅱimaging in vascular and orthotopic gliomas［53］

2.3 脑肿瘤的X射线计算机断层扫描成像

CT成像是临床诊断中应用最广泛的成像方法之一，因为它具有成本效益高、图像操作简便、分辨率高和组织穿透深等优点［54］。传统的CT生物成像对高密度组织的病理变化（例如骨骼、钙化）具有出色的诊断准确性。然而，它在软组织尤其是肿瘤组织中的成像对比度相对较低［55］。施加造影剂以提高CT成像质量是癌症临床诊断的推荐方法［56］。基本上，具有高X射线衰减的造影剂可以靶向和定位肿瘤部位，并有助于放大肿瘤与周围组织之间CT衰减的差异，从而改善肿瘤可视化。碘基造影剂和硫酸钡悬浮液是2 种获准用于人体的经典CT 造影剂。然而，其固有的缺点限制了它们的应用，如碘化合物的循环时间短、渗透压高，而Ba2+具有固有毒性。与临床批准的小分子碘化（Z=53）CT造影剂相比，镧系元素纳米粒子具有在生理环境中高稳定性、易表面改性、毒性低、循环半衰期长和靶向能力强等独特性能，被认为是具有临床应用前景的CT造影剂［57］。Ni等［58］构建了掺杂Ho3+的上转换纳米粒子（Lipo-UCNPs），同时实现T2加权磁共振成像、UCL和CT多模态成像。由于Yb3+和Ho3+比碘具有更高的X射线衰减特性（100 keV下，Yb： 3.88 cm2/g； Ho： 3.49 cm2/g； I： 1.94 cm2/g），该RENPs 适用于CT 成像。体外实验证明了RENPs 比临床碘比醇具有更高的对比度性能，HU 值与离子浓度的直线斜率约为37.2 HU L/g，远高于碘比醇（15.8 HU L/g）。在活体CT 成像中，Lipo-UCNPs 为MRI 和荧光成像提供更多高分辨率的三维解剖结构细节，起到脑部肿瘤成像中的医学补充作用。

2.4 脑肿瘤的多模态成像

多模态成像结合了2 种或多种成像模式以弥补单模成像的局限性，是获取复杂而准确的生物学信息的强大策略［59］。单一成像方式，包括荧光成像、MRI和CT，有其自身的优点和固有的缺点。荧光成像可提供高分辨率信息，然而低量子产率和低光稳定性限制了其应用。MRI和CT成像提供3D解剖信息，但CT 成像会引起辐射相关损伤，MRI 仅适合软组织。高分辨率和稳定的解剖检测并不容易同时实现。幸运的是，镧系金属离子具有优异的光学、磁性和高X 射线吸收系数（2.32～4.01 cm2/g），可在单一材料上同时实现MRI、荧光成像和CT成像［60-61］。

Jin等［62］制备了负载Gd3+-DOTA的NaYF4∶Yb/Er/Tm 上转换纳米粒子（UCNP-Gd），用于胶质母细胞瘤的MR/UCL 双模态成像。300 MHz 下UCNP-Gd 的r1值高达12.741 L/（mmol·s），且在深红色区域有强烈的上转换发光。在UCNP-Gd 上进一步修饰RGD，以特异性识别U87MG 细胞。该RENPs 可以在术前描绘出胶质母细胞瘤的边界，并通过MRI/UCL成像指导胶质母细胞瘤的手术切除。最近Ni等［63］在掺杂Gd的NaYF4∶Yb/Tm/Gd@NaGdF4纳米粒子上同时实现了MRI和荧光成像。Gd3+的引入提供了高对比度MRI。同时，Tm3+在980 nm 激发下显示出很强的UCL。然后，将PEG 和angiopep-2 肽偶联到NaYF4∶Yb/Tm/Gd@NaGdF4纳米粒子上，使其分别具有良好的水分散性和BBB 通透性（图5a）。此纳米探针实现了胶质母细胞瘤的术前诊断和术中定位，其效果优于临床核磁共振成像造影剂Gd-DTPA 和荧光染料5-氨基乙酰丙酸（5-ALA）。在另一项研究工作中，该团队制备了掺杂Ho3+离子的NaYbF4UCNPs［58］。由于Ho3+和Yb3+的横向弛豫时间短、有效磁矩大且较高的X射线吸收系数，因此可分别用于T2加权磁共振成像和CT成像。结合该RENPs的上转换发光，可实现三模态MRI/UCL/CT成像。

图5 （a）胶质母细胞瘤小鼠在静脉注射ANG/PEG-UCNPs前和注射后不同时间点的体内T1加权磁共振成像，以及胶质母细胞瘤小鼠大脑的体外荧光图像［63］； （b）生物功能化多层纳米颗粒（LnNP@DSPE-PEG-DBCO）用于肿瘤双模态成像的示意图，以及胶质母细胞瘤小鼠在不同时间点的T1加权磁共振成像和NIR-Ⅱb荧光成像评估［65］Fig. 5 （a） In vivo T1-weighted MRI in glioblastoma-bearing mice before and at various time points after the intravenous injections of ANG/PEG-UCNPs， and ex vivo fluorescent images of glioblastoma-bearing brain［63］；（b） Schematic illustration of biofunctionalization of multilayer nanoparticles （LnNP@DSPE-PEG-DBCO） for dualmodal tumor imaging， and the results of T1-weighted MRI images and NIR-Ⅱb fluorescence imaging in glioblastomabearing mice at different time points［65］

此外，由于Lu3+具有较高的X 射线吸收系数（4.01 cm2/g，100 keV），因此基于Lu 的RENPs 可显示出最佳的CT 成像能力。Liu 等［64］制备了用于CT/UCL 双模态成像的CsLu2F7∶Yb/Er/Tm 纳米粒子。在UCNPs 主晶格中使用重金属Cs 替代Na，以增强CT 信号。实验结果证明，CsLu2F7∶Yb/Er/Tm 通过CT 和荧光双模态成像实现了脑肿瘤的实时成像和精确诊断。Luo 等［65］构建了一种基于NaGdF4∶Yb/Er/Ce@NaYF4∶Nd@NaGdF4纳米颗粒的肿瘤高特异性靶向的生物正交纳米探针用于NIR-Ⅱb 荧光成像和MRI。在鼠皮下肿瘤模型中，这种双模态生物正交纳米探针相比于非生物正交纳米探针可以将NIR-Ⅱb发射增强20倍，MRI信号增强2倍。活体实验结果验证了该RENPs 在原位胶质瘤模型中优异的双模态成像效果（图5b）。

3 稀土纳米材料用于脑肿瘤的治疗

在原发性脑肿瘤中，恶性胶质瘤尤其难以治疗。目前，胶质瘤的标准疗法包括最大限度的安全手术切除，然后结合口服烷基化疗药替莫唑胺（TMZ）和放射治疗同时进行辅助治疗。然而，对胶质瘤进行广泛而彻底的手术切除是十分困难的，因为具有高度侵袭性的胶质瘤经常侵入到大脑的功能区域，包括控制语言、运动功能和感官的区域。绝大多数药物难以通过血脑屏障转运以获得足够的治疗效果。GBM治疗对正常脑组织不可逆的损伤严重限制治疗方案的实施。因此，迫切需要开发针对脑肿瘤的高效、低副作用的新型治疗方式。稀土纳米材料具有光学、磁学等独特的理化性质，使这类材料有望应用于手术导航、放射治疗、光动力治疗、光热治疗或光控型治疗等。近年来，已经设计开发出多种用于脑肿瘤新型治疗的稀土纳米材料。

3.1 成像引导的脑肿瘤手术切除

几个世纪以来，外科手术是最常用的癌症治疗方法之一［66］。在脑肿瘤手术中，术中评估肿瘤边缘对于最终治疗效果至关重要。然而，在手术过程中，外科医生主要通过视觉和主观触诊来决定切除。医生通过肉眼很难区分肿瘤边缘与周围正常组织［67-68］。据报道，手术治疗后脑肿瘤复发率高达30%～40%，随后的肿瘤转移会进一步增加其复杂性。最大限度地切除肿瘤和减少对正常组织的损害并缩短手术时间，这对于手术切除非常重要［69］。为此，开发了术中图像引导手术（IGS）［70］，为外科医生提供实时肿瘤可视化，以帮助他们识别癌症边缘［71］。

在各种光学成像技术中，荧光成像是图像引导手术应用的最新趋势之一［72］，已应用于基础医学研究和临床实践［73］。但目前仍有2 个亟待解决的问题： 一是缺少具有特异性靶向脑部肿瘤的荧光成像探针； 二是荧光成像很难获得深层脑部肿瘤的成像信息，这2个问题严重限制了荧光成像在脑部肿瘤手术切除中的应用。与广泛用于荧光成像的可见光谱相比，广义NIR 窗口的研究仍处于起步阶段［74］。在过去的10年中，近红外荧光成像的研究主要集中在传统的近红外窗口，最近几年的研究努力扩展到第2个近红外窗口［75］。NIR-Ⅱ窗口通常被称为“第二生物透明窗口”，因为它较NIR-Ⅰ进一步减少了组织吸收、散射和组织自发荧光。在现有的近红外材料中，RENPs 具有高稳定性、易于制备、可调发射和微秒级长荧光寿命等优点，因此在图像引导手术领域显示出巨大的潜力。

近期，Yin 等［76］通过将Gd2O3∶Nd3+纳米点、二氧化锰（MnO2）和化疗药TMZ 封装在聚乳酸-羟基乙酸（PLGA）中，并在表面修饰狂犬病病毒糖蛋白（RVG29）来构建一种可生物降解的纳米胶囊。RVG29 通过与BBB 上以及胶质瘤细胞表面过表达的烟碱乙酰胆碱受体（nAhR）特异性识别增强BBB 渗透性和胶质瘤靶向能力。实验结果表明，该纳米胶囊可以通过完整的颅骨进行NIR-Ⅱ荧光成像和MRI，这使得其有望用于原位胶质瘤荧光成像手术导航（图6a）。Ren等［50］将制备的新型染料刷聚合物（Dye-BP）通过配体交换方式修饰在NaErF4∶2.5%Ce@NaYbF4（0.9 nm）@NaLuF4下转换纳米颗粒（DCNPs）表面，该DCNPs 在1525 nm 处的发光强度是单独裸核的675 倍。Angiopep-2 靶向肽进一步共价偶联在纳米颗粒表面，与胶质瘤细胞上过表达的低密度脂蛋白受体相关蛋白（LRP）特异性结合。采用聚焦超声（FUS）技术暂时打开BBB 增加纳米颗粒在肿瘤部位的积累［77］。该RENPs 在通过完整头骨和头皮对小鼠原位胶质瘤进行NIR-Ⅱb 荧光成像时，显示出高的肿瘤与背景比（TBR=12.5）。令人印象深刻的是，施加该RENPs 后在NIR-Ⅱb 荧光成像的指导下成功切除了小尺寸的原位胶质瘤组织（2 mm），显示出将该材料应用于术中NIR-Ⅱb荧光成像有望帮助描绘肿瘤边缘和成像引导手术（图6b）。

3.2 脑肿瘤的放射治疗

放疗常用于术前缩小胶质瘤的大小或作为辅助治疗［78］。放射治疗的工作原理是与环境中的水反应生成有毒的活性氧（ROS），例如超氧阴离子、过氧化氢和羟基自由基。ROS 是不稳定的高活性化合物［79］，会损伤细胞DNA、破坏细胞修复机制并引发细胞凋亡过程，最终导致细胞死亡［80］。可以采用各种机制来提高放疗的疗效，例如在肿瘤部位富集放射增敏剂。稀土元素由于其独特的电子结构，在辐射下显示出俄歇效应，这可能为脑部肿瘤放疗提供有效的放射敏化。俄歇效应描述了电子从外壳释放，以补充被辐射电离的内壳，从而导致能量发射［81］。对于具有大量不同能量电子轨道的稀土元素来说，俄歇效应可以多次重复发生，形成俄歇级联，从而导致释放的电子数量和随后发射的能量在入射辐射剂量之外被放大。因此，当RENPs 富集在脑肿瘤中时，可以大大增强传统放射治疗的威力。

Gd 基RENPs 的放射敏化作用在体外和体内实验中均得到证实。Mowat 等［82］在U87 细胞中加入制备的Gd2O3基纳米颗粒，成功证明了施加材料的细胞暴露于辐射后存活率显著降低。Le 等［23］评估了另一种Gd2O3基纳米材料的放射增敏潜力，他们通过静脉向荷有原位胶质瘤的大鼠注射了该纳米颗粒，等待5 min 或20 min 后对其进行微束放射疗法（MRT）。与注射5 min 后处理的大鼠相比，注射20 min 后治疗的大鼠寿命延长了约4 倍。其主要原因可能是在20 min 组中RENPs 在肿瘤中有更好的富集，因此放射增敏和存活效果更优异。Le 等［83］和Briggs 等［84］向9L 胶质瘤细胞系（9LGS）的荷瘤小鼠静脉注射可生物降解的钆基超小纳米颗粒（AGuIX 纳米颗粒）。他们发现AGuIX 颗粒不会从正常血管泄漏出来，而是有效地积聚在胶质瘤组织中增强了放射治疗。Briggs 等［85］构建一种含有高Z 元素的纳米闪烁体稀土复合材料LaF3∶Ce，该材料以X 射线能量依赖性方式增强放疗，在原位胶质瘤模型中引起了显著的放射治疗效果。该研究为稀土基纳米闪烁体增强辐射剂量提供了明确的证据（图7）。但这些稀土基放疗敏化剂缺乏特异性和靶向性，这可能会对健康脑组织造成附带的损伤。Yin 等［76］制备了一种新型的基于超小Gd2O3纳米点的放疗敏化材料，并将其封装在可降解聚合物中形成纳米胶囊，通过在其表面修饰可特异性靶向胶质瘤的多肽实现选择性增强的放疗。掺杂Nd3+的Gd2O3纳米点具有荧光发光和MRI 造影可用于胶质瘤的双模态成像，可用于指导放疗，实现“诊疗一体化”。在小鼠原位胶质瘤模型中该纳米颗粒展现出放疗敏化和显著地抑制肿瘤生长的作用。

图7 稀土纳米闪烁体 LaF3∶Ce 的制备示意图，以及在脑肿瘤放射治疗增强作用［85］Fig. 7 Schematic of the preparation of rare-earth nanoscintillator LaF3∶Ce and its role in radiation therapy enhancement of brain tumors［85］

3.3 脑肿瘤的光动力治疗

光动力治疗（PDT）是一种非侵入性治疗方式，它通过光敏剂在照射下与氧气反应产生的ROS来消除肿瘤［86-87］。然而，大量光敏剂需要被紫外线或可见光激发，而紫外线或可见光很难穿透深层组织和大脑骨骼。目前，备受瞩目的策略是利用RENPs 在近红外光激发下发出具有反斯托克斯位移的可见光，激活光敏剂，从而提高光导疗法的穿透深度［88］。Park等［89］通过共价偶联和疏水作用将光敏剂Ce6 负装到UCNPs 上，由于UCNPs 的红色发射与Ce6 的吸收相重叠，所以在近红外激发下诱导了PDT。在980 nm 激光照射下，U87MG 肿瘤的生长得到了有效抑制。Wang 等［90］报道了一种核-壳-壳结构的RENPs（NaYF4∶Yb，Er@NaGdF4∶Yb@NaNdF4∶Yb），并通过控制壳涂层过程的动力学，获得不同表面粗糙度的六角盘、多瓣和六瓣纳米板。粗糙度最高的六瓣纳米板在BBB 运输和肿瘤靶向方面表现优异。负载光敏剂玫瑰红（RB）的六瓣纳米板在808 nm 激光照射下发出 540 nm 上转换发光，进而激发光敏剂产生1O2，实现PDT（图8a）。Ten等［24］开发了一种由FDA批准的聚（乙二醇）二丙烯酸酯（PEGDA）为核心并包覆氟化乙烯丙烯（FEP）的上转换纳米颗粒（UCNP）植入物。UCNP 的发射光谱与临床用光敏剂5-ALA 的吸收光谱重叠。UCNP 植入物可以植入皮肤和头皮下为PDT 提供光源（图8b）。实验结果已经证实了在GBM模型中UCNP植入物可为深层组织传输光以实现PDT。

图8 （a）六瓣纳米板的结构示意图和能量传递机制。以及NIR-Ⅱ荧光成像引导six-petals@RB 的PDT 治疗胶质母细胞瘤小鼠［90］； （b）在小鼠 GBM 模型中植入UCNPs 用于无线近红外光导PDT 治疗的概念，以及UCNPs植入物的microCT成像结果和PDT的有效性［24］Fig. 8 （a） The structure scheme and energy-transfer mechanisms of the six-petals nanoplates. And NIR-Ⅱ FL bioimaging guided glioblastoma-bearing mice PDT of six-petals@RB［90］； （b） The concept of UCNPs implant for wireless NIR-PDT in a mouse GBM model， and the results of microCT scan of UCNPs implant and effectiveness of PDT treatment［24］

3.4 脑肿瘤的光热治疗

光热治疗（PTT）是一种有效的肿瘤治疗方法，它利用光热材料将激发的光能转化为热能，实现对癌细胞的热消融［91］。近年来，光热治疗因其无创伤、过程简单和对正常组织损伤小等特点而受到广泛关注。稀土上转换纳米粒子可将对正常组织更安全的近红外光转换为光热试剂吸收的紫外光或可见光，从而增加外源光对组织的穿透深度并减轻光辐照副作用。Tsai 等［92］将光热试剂和光敏剂整合到单一UCNP 上，实现了针对胶质母细胞瘤的PTT 和PDT 协同治疗。细胞实验表明，协同疗法可有效消融82%的肿瘤细胞。接受协同疗法的小鼠的中位生存时间明显延长至24 d，是对照组的3倍（图9a）。然而，现有的光热材料往往缺乏肿瘤靶向性和成像引导性等，因此，开发具有良好肿瘤靶向性的新型光热材料用于PTT具有重要意义。RENPs的表面易于改性和修饰，并且其具有用于多模态成像的能力，可引导光热治疗。Yin 等［93］设计制备了一种Gd2O3基纳米片并负载上光热前药试剂，其通过狂犬病病毒糖蛋白（RVG29）介导的转胞吞作用穿过BBB、靶向胶质瘤。Gd2O3基纳米片的r1弛豫率为8.63 L/（mmol·s），比临床使用的钆喷酸（Gd-DTPA）造影剂（1.8 L/（mmol·s））高约4 倍，成功实现高对比度的T1-MRI，为光热治疗提供了成像引导，该Gd2O3基纳米片平台是胶质瘤光热治疗理想的“诊疗一体化”工具。此外，进一步的研究表明Gd2O3基纳米片具有自噬抑制作用，能够增强原位胶质瘤的光热治疗效果。此工作为RENPs在脑肿瘤光热治疗中的应用提供了新的思路。

图9 （a） ANG-IMNPs在原位胶质母细胞瘤肿瘤模型中穿过BBB并用于PTT/PDT治疗示意图，以及评估了ANGIMNPs 的治疗效果［92］； （b） 核壳NaYF4∶Yb/Tm@NaYF4∶Nd@ATD/Dye@DSPE-PEG5000 NPs在原位胶质母细胞瘤的NIR-Ⅱ荧光成像和光控释放二氧化硫治疗中的应用示意图，以及NIR-Ⅱ荧光成像和气体治疗的评估［100］Fig. 9 （a） Illustration of active BBB penetration and the photothermal/photodynamic therapeutic design of ANGIMNPs in an orthotopic glioblastoma tumor model， and the assessment of ANG-IMNPs treatment effects［92］；（b） Illustration of the core-shell NaYF4∶Yb/Tm@NaYF4∶Nd@ATD/Dye@DSPE-PEG5000 NPs in the NIR-Ⅱfluorescence imaging of orthotopic glioblastoma and photo-controlled release of SO2 for therapy， and the assessment of NIR-Ⅱ fluorescence imaging and gas therapy［100］

3.5 脑肿瘤的气体疗法

气体疗法作为一种安全、高效的治疗技术，正在引起纳米医学的关注。但是，治疗或治疗辅助气体（NO、CO、H2S、H2、O2、SO2和CO2）及其大多数前药缺乏可控气体释放的能力和成像引导［94-95］，导致癌症治疗效果有限和潜在的副作用。因此，开发成像和按需治疗功能一体化的刺激响应性纳米平台对于气体治疗非常重要。研究人员开发了利用不同类型的内部或外部刺激作用（例如光、酸碱度、温度和肿瘤特异性标志物）的响应式纳米平台以满足按需释放的要求［96-97］。其中光响应纳米平台因其光的非侵入性、高灵敏度、实时性和动态性以及便携性等优点而引起了相当大的兴趣。

RENPs具有诸多光学优点和低生物毒性［98-99］，特别是可以同时实现上转换和下转换发射，这使得它们在药物的光控释放和光学成像中非常有吸引力。Liu 等［100］制备了核壳 NaYF4∶Yb/Tm@NaYF4∶Nd 纳米粒子，其在近红外光辐照下发出上转换发光激活ATD 前药释放出SO2，进行气体治疗。同时，该RENPs在近红外光辐照下发出NIR-Ⅱ下转换发光（1340 nm），用于荧光成像，以指导气体治疗。进一步的研究发现，释放出的二氧化硫分子不仅会对肿瘤细胞造成氧化应激损伤，还能通过下调p62的表达和上调 LC3-II/LC3-I 的比例，诱导肿瘤细胞产生促进死亡的自噬作用，显著地抑制了原位胶质瘤的生长（图9b）。短波长高能X 射线在活组织中具有电离性质和几乎无限的组织穿透深度，这使它们在治疗深部肿瘤方面具有前所未有的优势。Yun等［101］在另一项研究中开发了NaYF4∶Ce@NaLuF4∶Nd并在其表面修饰ADT前药物。RENPs的高原子序数（Z）可将高能X射线转化为紫外光，从而激活ATD，释放出SO2。释放出的SO2能破坏TMZ 耐受性U87-MG 细胞的线粒体，减少ATP 的产生，并下调P-gp 蛋白的表达，从而减少TMZ的外排。此外，它还能降低TMZ耐受性U87-MG细胞中MGMT的表达，从而阻止肿瘤细胞对受损DNA 的修复，增加肿瘤细胞的凋亡。体内抗肿瘤结果显示，NPs+X 射线+TMZ组的肿瘤生长明显受到抑制，小鼠的存活时间比未经处理的TMZ耐药小鼠长。

4 结论与展望

详细讨论了RENPs的构建策略及其在脑肿瘤成像和治疗领域的应用。RENPs具有优异的磁性、独特的光学特性和较高的X射线吸收系数，是MRI、荧光成像和CT的理想造影剂。一方面，单一RENPs可实现多模态成像，提供高空间分辨率和高灵敏度的脑肿瘤结构信息。另一方面，RENPs 还可以直接或间接参与手术切除、放射治疗、PDT、PTT和气体治疗用于脑肿瘤治疗。

虽然RENPs在脑肿瘤诊断和治疗领域展现出广阔的前景并取得了一些令人振奋的研究成果，但关于RENPs的研究仍处于初步发展阶段，想要在脑部疾病诊疗中实现预期的临床转化，仍存在如下挑战：1）RENPs在水溶液中的荧光量子产率和荧光强度仍然很低。为了提高RENPs的光学性能，需要进一步优化合成方法和设计开发更高效的结构调控策略。2）目前大多数的RENPs 依赖于NIR 光激活，但依旧不可避免地会消耗部分激发光。因此，需要进一步开发激发波长位于NIR-Ⅱ区的新型RENPs，以获得更清晰、更精确的图像。3）提高RENPs跨BBB 的高效率和无创递送仍是一项艰巨的挑战。通过聚焦超声辅助技术暂时性打开BBB 的递送方式会对大脑造成损伤。因此，进一步探索其它安全高效的穿越BBB的手段，如细胞穿透肽/细胞介导的脑部递送和受体介导的BBB渗透是至关重要的。4）脑肿瘤的高度缺氧、高侵袭性、耐药性和免疫抑制等肿瘤微环境特点是限制疾病治疗的关键，因此，还有待进一步设计研发具有调节肿瘤微环境的RENPs。此外，开发肿瘤微环境响应型的RENPs 是提高治疗特异性，减轻副作用的有效途径之一。5） RENPs 的长期生物毒性和体内代谢问题还待进一步研究。目前，对于RENPs 的生物安全性评估主要通过小鼠实验评估其短期毒性，但极少的研究涉及到材料的长期毒性。因此，在未来的工作中应着重考虑RENPs在生物机体中吸收分布和代谢等的问题上。

总之，RENPs 在脑肿瘤成像和治疗领域的应用还任重而道远。随着研究的不断深入和多学科的合作与探索，相信RENPs在该领域将取得更大的成就。